JP2006519051A

JP2006519051A - Movable table MRI using sub-sampling

Info

Publication number: JP2006519051A
Application number: JP2006502603A
Authority: JP
Inventors: ミハフデレル; パウルアールハルヴェイ; ファン　デン　ブリンク　ヨハン　エス
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2003-02-28
Filing date: 2004-02-18
Publication date: 2006-08-24
Also published as: WO2004077086A1; EP1599741A1; US20060145696A1; US7417429B2

Abstract

磁気共鳴撮像装置の主磁場の制限された一様領域でサンプリングされた複数の信号から対象の画像を形成する新しい磁気共鳴撮像方法が記載されている。台の上に配置された患者は、主磁石の孔を通って連続的に移動され、前記患者の所定領域のスピンが送信アンテナからの励起パルスにより励起され、この結果、画像が前記制限された領域を大きく越える領域にわたり形成される。データは、前記患者の励起された領域内の維持された磁化及びプリサチュレーション条件を持つ時間の連続した測定のブロックとして定義される複数の受信状況において少なくとも１つの受信アンテナを用いて前記制限された領域においてアンダーサンプリングされる。前記アンダーサンプリングによる折り返しアーチファクトは、前記受信アンテナの既知の感度パターン及び／又は前記受信状況を決定する選択された要素の性質を用いて展開される。A new magnetic resonance imaging method is described that forms an image of an object from a plurality of signals sampled in a limited uniform region of the main magnetic field of a magnetic resonance imaging apparatus. The patient placed on the table is continuously moved through the hole of the main magnet, and the spin of the predetermined area of the patient is excited by the excitation pulse from the transmitting antenna, so that the image is limited. It is formed over a region that greatly exceeds the region. Data was limited using at least one receive antenna in multiple receive situations defined as a block of time continuous measurements with sustained magnetization and pre-saturation conditions in the excited region of the patient Undersampled in region. The aliasing artifacts due to the undersampling are developed using the known sensitivity pattern of the receiving antenna and / or the nature of the selected element that determines the reception situation.

Description

本発明は、磁気共鳴装置の主磁場の制限された一様領域（homogeneity region）内でサンプリングされた複数の信号から対象の画像を形成する磁気共鳴（ＭＲ）方法に関し、ここで台の上に配置された患者は、画像が前記磁気共鳴撮像装置の主磁場の制限された領域を大きく越える領域に対して形成されるように、主磁石の孔（bore）を通って連続的に移動される。 The present invention relates to a magnetic resonance (MR) method for forming an image of an object from a plurality of signals sampled in a restricted homogeneity region of a main magnetic field of a magnetic resonance apparatus, wherein the method is on a platform. The placed patient is continuously moved through the bore of the main magnet so that an image is formed for a region that greatly exceeds the limited area of the main magnetic field of the magnetic resonance imaging device. .

本発明は、前記方法を実行するＭＲ装置及びコンピュータプログラムにも関する。 The invention also relates to an MR apparatus and a computer program for performing the method.

患者にとって、ＭＲ撮像装置の超電導主磁石（main superconductive magnet）の大きな孔の中に配置されるのは、非常に居心地が悪いので、より短い磁石を使用して、患者台又は寝台を磁石の孔を通して移動する傾向がある。このような装置は、例えば欧州特許出願公開公報EP-A-1024371に記載されている。ＭＲ撮像装置において、励起パルスは、磁場が一様である磁石の孔の制限された領域に印加される。収集されたデータサンプルは、フーリエ変換されて前記制限された領域の体積画像を形成する。モータは、関心領域が良い磁場の領域を通過するように患者寝台を連続的に移動する。前記収集されたデータサンプルは、動きを補償するように補正され、この結果、体積画像は、前記制限された領域の体積画像より長く形成される。 It is very uncomfortable for a patient to be placed in a large hole in the main superconductive magnet of an MR imaging device, so a shorter magnet is used to place the patient table or bed into the magnet hole. Tend to move through. Such a device is described, for example, in EP-A-1024371. In an MR imaging device, excitation pulses are applied to a limited area of a magnet hole where the magnetic field is uniform. The collected data samples are Fourier transformed to form a volume image of the restricted area. The motor continuously moves the patient bed so that the region of interest passes through a region of good magnetic field. The collected data samples are corrected to compensate for motion, so that a volumetric image is formed longer than the volumetric image of the restricted area.

上述のＭＲ撮像は、従来の撮像シーケンスで実行され、連続して撮像された体積間の重複さえも中心領域の誤差により生成されたアーチファクトを切り捨てるために好まれるので、非常に長い時間を要する。明らかに、ＲＦ送信コイル及びＲＦ受信コイルは、前記主磁石の基準フレーム内、即ち直接的な近傍に配置される。しかしながら、患者の異なる場所に配置されたボディコイルによる撮像は、この参考文献の論点ではなかった。いずれにしろ、ボディコイルの使用は、容易には抑制されることができない追加のアーチファクトを生じる可能性があることが既知である。 The MR imaging described above is performed in a conventional imaging sequence and takes a very long time because it is preferred to truncate artifacts generated by errors in the central region, even the overlap between successively imaged volumes. Obviously, the RF transmitter coil and the RF receiver coil are arranged in the reference frame of the main magnet, ie in the immediate vicinity. However, imaging with body coils located at different locations on the patient was not the issue of this reference. In any case, it is known that the use of body coils can result in additional artifacts that cannot be easily suppressed.

したがって、本発明の目的は、撮像が大幅に短い時間期間に実行されるように比較的短い主磁石及び可動台を用いてＭＲ撮像方法を改良することである。本発明の他の目的は、この方法を実行するＭＲ装置及びコンピュータプログラムを提供することである。 Accordingly, it is an object of the present invention to improve the MR imaging method using a relatively short main magnet and movable platform so that imaging is performed in a significantly shorter time period. Another object of the present invention is to provide an MR apparatus and a computer program for executing this method.

これらの目的は、請求項１に記載の方法により、請求項１１に記載のＭＲ装置により、及び請求項１３に記載のコンピュータプログラムにより達成される。 These objects are achieved by the method according to claim 1, by the MR apparatus according to claim 11 and by the computer program according to claim 13.

本発明は、制限された一様領域を持つ、より短い主磁石が使用されることができるが、データがアンダーサンプリングのために大幅に短い時間でサンプリングされることができ、したがって走査時間が、可動台又はベッドを有する従来のＭＲ撮像に対して大幅に減少されるという主要な利点を有する。本発明の他の利点は、視野の方向が如何なる方向にも向けられることができ、例えば流れアーチファクトが適切な方向に向けられることができ、又は前記患者の組織構造に対する好適な向きに単一のスライスを向けることができることである。 The present invention can use a shorter main magnet with a limited uniform area, but the data can be sampled in a much shorter time due to undersampling, so the scan time is It has the major advantage of being greatly reduced over conventional MR imaging with a movable platform or bed. Another advantage of the present invention is that the field of view can be oriented in any direction, for example, flow artifacts can be oriented in a suitable direction, or a single orientation in a suitable orientation relative to the patient's tissue structure. The slices can be directed.

本発明のこれら及び他の利点は、従属請求項及び本発明の模範的実施例が添付図面に関して記載される以下の記載に開示される。 These and other advantages of the present invention are disclosed in the dependent claims and the following description in which exemplary embodiments of the invention are described with reference to the accompanying drawings.

基本原理及び記号
図１において、患者１は可動台又はベッド２に固定して配置される。局所コイルＬＣ₁ないしＬＣ₅のセットは患者１に対して固定して配置され、したがって配置“患者１”、“ベッド２”及び“局所コイルＬＣ₁ないしＬＣ₅”は、前記患者に関する座標系３において互いに固定された関係で配置される。ベクトル

は、この座標系又は基準系３に対する位置を示す。更に、主磁場４には、ベッドが矢印６の方向に前後に移動されることができる孔５が設けられる。磁石／勾配システム７は、主磁場４及び複数の受信コイル８−一般には１又は０−、並びに送信コイル（描かれていない）を有する。これらの受信コイル８及び送信コイルは、“大域的（global）”であると示される。磁石／勾配システム７の要素は全て、主磁石４に関する他の座標系９により定義される他の固定された関係で関連する。受信コイル８及び前記送信コイルは大きく、前記ベッドの運動の方向（矢印６）に滑らかな感度パターンを持つと更に仮定される。磁石座標系９は、患者座標系３に対する距離

によりオフセットされる。患者１の性質、例えば体の陽子密度は、患者座標系３に明らかに与えられ、

と表現される。理想的には、ｉ＝１〜５である局所コイルＬＣ_iの１つの受信感度パターン

についても同様である。これに対し、受信コイル７の感度パターンは、

と記載される。 Basic Principle and Symbol In FIG. 1, a patient 1 is fixedly placed on a movable table or bed 2. The set of local coils LC ₁ to LC ₅ is fixedly arranged with respect to the patient 1, so that the arrangements “patient 1”, “bed 2” and “local coils LC ₁ to LC ₅ ” are in the coordinate system 3 for the patient. In a fixed relationship with each other. vector

Indicates the position relative to this coordinate system or reference system 3. Furthermore, the main magnetic field 4 is provided with a hole 5 through which the bed can be moved back and forth in the direction of the arrow 6. The magnet / gradient system 7 has a main magnetic field 4 and a plurality of receive coils 8-generally 1 or 0-and a transmit coil (not shown). These receive coils 8 and transmit coils are shown to be “global”. All elements of the magnet / gradient system 7 are related in other fixed relationships defined by the other coordinate system 9 for the main magnet 4. It is further assumed that the receiving coil 8 and the transmitting coil are large and have a smooth sensitivity pattern in the direction of movement of the bed (arrow 6). The magnet coordinate system 9 is a distance to the patient coordinate system 3

Offset by The nature of the patient 1, for example the proton density of the body, is clearly given in the patient coordinate system 3,

It is expressed. Ideally, one reception sensitivity pattern of the local coil LC _i where i = 1 to 5

The same applies to. On the other hand, the sensitivity pattern of the receiving coil 7 is

It is described.

ここで表現“受信状況（receive situation）”が導入され、これは、時間の連続した測定のブロックを意味し、この間に台２が主磁石４の“一様サイズ”の比較的小さな距離（例えば半分若しくは３分の１又はその間）だけ移動する。単一の受信状況の間に、（プリサチュレーション・スラブ（presaturation slab）、体積選択等のような）全ての磁化プレパレーション（magnetization preparations）は、おおむね患者１と共に“移動”する。単一の受信状況の間に、全ての関心のあるｋ空間が、（潜在的に重要である）アンダーサンプリングを除き、カバーされる。ｋ空間全体の完全走査は、Ｋの受信状況をカバーする。原理的に、ＭＲ収集シーケンスは、前記“磁化プレパレーション”が位置を変えることができ、収集されたｋ空間グリッドにオフセットが存在する可能性があることを除き、全ての受信状況に対して同一である。しかしながら、これは概念の改良である。 The expression “receive situation” is introduced here, which means a block of continuous measurement of time during which the platform 2 is a relatively small distance of “uniform size” of the main magnet 4 (for example, Move half or one third or between). During a single reception situation, all magnetization preparations (such as presaturation slab, volume selection, etc.) generally “move” with the patient 1. During a single reception situation, all k-spaces of interest are covered except for (potentially important) undersampling. A complete scan of the entire k-space covers the K reception situation. In principle, the MR acquisition sequence is the same for all reception situations, except that the “magnetization preparation” can change position and there may be an offset in the acquired k-space grid. It is. However, this is an improvement of the concept.

受信状況の間、コイルＬＣ₁ないしＬＣ₅は、患者１から情報を受信する。（Ｉ＋Ｊ）個の情報セットが供給され、ここでＩは局所受信コイルの数であり、Ｊは大域受信コイルの数である。これらのセットの幾つかは、例えば受信コイルＬＣ₁ないしＬＣ₅が完全に主磁石４の一様体積（homogeneity volume）の外である場合に、実際には０である可能性がある。Ｋ個の受信状況が存在する。したがって、全体で、情報はＫ・(Ｉ＋Ｊ)個の“受信インスタンス（receive instances）”に集められる。 During the reception situation, the coils LC ₁ to LC ₅ receive information from the patient 1. (I + J) information sets are provided, where I is the number of local receive coils and J is the number of global receive coils. Some of these sets may actually be zero if, for example, the receiving coils LC ₁ to LC ₅ are completely outside the homogeneity volume of the main magnet 4. There are K reception situations. Thus, in total, information is collected in K · (I + J) “receive instances”.

本発明の基本アイデア
臨床医は、患者１の関心のある比較的大きな体積からの情報を望む。データは、台又はベッド２が主磁石４に対して移動している間に収集される。磁石４に対する変位

はいつでも既知である。ＭＲ収集の全体は、複数の受信状況に分割される。各状況の間に、励起又はプリサチュレーションプロファイルは、患者１と共に“移動”する。前記収集されたデータは、前記データが収集された台２のオフセットに対して位相補正される。受信状況の間に、患者１からの情報は、如何なる向きの如何なるＭＲ撮像シーケンスを使用しても収集される。実際には、アーチファクト（例えば流れアーチファクト）を適切な方向に向けるか、又は単一のスライスを特定の人間組織構造に対する好適な向きに向けることは有用であるかもしれない。しかしながら、前記情報は、著しくアンダーサンプリングされている可能性がある。この方法の例は図２にスケッチされている。受信状況ごとに対して、ボックス１１により示される体積を名目上収集する。この大多数は、１次元の行、２次元の行、又は例えば螺旋形収集の場合の折り返し位置（folding location）の連続体であることさえあり得る。 Basic Idea Clinicians of the Invention The clinician wants information from a relatively large volume of patient 1's interest. Data is collected while the platform or bed 2 is moving relative to the main magnet 4. Displacement relative to magnet 4

Is always known. The entire MR acquisition is divided into a plurality of reception situations. During each situation, the excitation or pre-saturation profile “moves” with the patient 1. The collected data is phase-corrected with respect to the offset of the table 2 from which the data was collected. During the reception situation, information from patient 1 is collected using any MR imaging sequence in any orientation. In practice, it may be useful to direct artifacts (eg, flow artifacts) in the proper orientation, or to direct a single slice in a suitable orientation for a particular human tissue structure. However, the information may be significantly undersampled. An example of this method is sketched in FIG. For each reception situation, the volume indicated by box 11 is nominally collected. The majority can be a one-dimensional row, a two-dimensional row, or even a continuum of folding locations, for example in the case of a helical collection.

ここで、受信状況は同じサブサンプリングパターンを有する。異なる受信状況間の唯一の違いは、以下の選択された要素、即ち、
１．励起又は飽和プロファイル（患者１に対する）
２．前記送信コイルの送信パターン
３．固定された受信コイル８の受信パターン
４．受信器システムの周波数応答パターン
の性質に対する重み付けである。 Here, the reception situation has the same sub-sampling pattern. The only difference between the different reception situations is the following selected elements:
1. Excitation or saturation profile (for patient 1)
2. 2. Transmission pattern of the transmission coil 3. Reception pattern of fixed reception coil 8. A weighting for the nature of the frequency response pattern of the receiver system.

項目２及び３に関して、理論的には、可動台２を用いて、これらのパターンは１つの状況内でも変化するが、状況ごとの運動が甚だしく大きくない場合には、これは無視されることができることに注意する。 With respect to items 2 and 3, theoretically, using the movable platform 2, these patterns change even within one situation, but this can be ignored if the movement for each situation is not significant. Note that you can.

加えて、受信コイル（局所又は大域）は、独自の感度パターンを有する。したがって受信コイル及び受信状況の組み合わせである受信インスタンスは、前記コイル感度パターンと前記受信状況の組み合わされたパターン（励起、飽和、送信及び周波数応答）との積である異なる“全体パターン”を“見る”。 In addition, the receiving coil (local or global) has its own sensitivity pattern. Thus, a receive instance that is a combination of a receive coil and a receive situation “sees” a different “overall pattern” that is the product of the coil sensitivity pattern and the combined pattern of the receive situation (excitation, saturation, transmission and frequency response). ”.

折り返し点（folding point）１２の大多数は、受信インスタンスごとの全ての前記“全体パターン”を使用して展開される（unfolded）。これは、ＳＥＮＳＥ法（例えばK. Pruessmann他、Proc. ISMRM、1998、要約 pp.579、799、803及び2087）のように行われるが、形式的には、展開マトリクス（unfolding matrix）は、より大きい可能性がある。そうでなければ、式の系は適度に安定であることができ、即ち、例えば各状況に対して、多くの折り返し点１２は、励起スラブの外になるので、実際には０パターンを“見る”かもしれない。前記台の運動はフレキシブルであり、即ち、これは線形、非線形且つ非単調又は２次元であることができることに更に注意すべきである。制限は、これが１つの受信状況の間に過剰に、例えば前記一様体積の半分も移動してはならないことである。 The majority of folding points 12 are unfolded using all the “overall patterns” for each received instance. This is done as in the SENSE method (eg K. Pruessmann et al., Proc. ISMRM, 1998, abstracts pp. 579, 799, 803 and 2087), but formally, the unfolding matrix is more There is a big possibility. Otherwise, the system of equations can be reasonably stable, i.e., for each circumstance, for example, many fold points 12 are outside the excitation slab, so in fact “see” the zero pattern. "Maybe. It should be further noted that the movement of the platform is flexible, i.e. it can be linear, non-linear and non-monotonic or two-dimensional. The limitation is that it must not move excessively during a single reception situation, for example half of the uniform volume.

パターンの測定
較正
ＳＥＮＳＥ法において、コイル感度プロファイルのマップは利用可能でなければならない。このようなマップは、基準又は明確なファントムを有する粗い較正測定値で与えられることができる。他の可能性は、アレイコイル素子からの信号と、前記台上の前記患者の基準コイルからの信号との比の低解像度マップを使用することである。本発明において、同様な基準測定が与えられる。データは一般に２次元の台運動を含む台運動パターンにおいて収集されることができるが、ここで線形の１次元運動が、データ収集に使用される。 Pattern measurement
In the calibration SENSE method, a map of the coil sensitivity profile must be available. Such a map can be given with coarse calibration measurements with a reference or a clear phantom. Another possibility is to use a low resolution map of the ratio of the signal from the array coil element to the signal from the patient's reference coil on the table. In the present invention, a similar reference measurement is given. Data can generally be collected in a table motion pattern that includes a two-dimensional table motion, where linear one-dimensional motion is used for data collection.

関連する原理のより良い理解のために、初めにレビューすると、
１．前記患者の各位置

において、幾つかの位置依存組織性質（陽子密度、Ｔ1、Ｔ2、流れ、拡散．．．に関する全てのデータ）が既知である。
２．前記患者の各位置

において、局所コイルＬＣ_iの感度パターン

が得られることができる。大域コイルに対する結合のために

に対する依存性が存在するかもしれないが、これはここでは無視される。
３．全てのコイル（大域又は局所、送信又は受信）のパターンは、特に３Ｔ以上の主磁場における誘電共振により影響を受ける可能性がある。この効果は、全てのコイルのコイル感度に対して純粋に乗算的であると見なされることができ、−前記患者及び前記患者における位置のみに依存する効果であり、したがって前記コイル又はコイル位置に依存しないと仮定される。１.５Ｔの主磁場に対して、前記効果は無視することができる。誘電共振効果は、

で示される。各コイルは実際には感度

を“見る”。
４．前記大域コイルは、磁石フレーム内の前記患者の実際の位置に独立であると近似される感度パターンをも有する（もちろん明示的に計上される誘電共振効果を除く）。この感度パターンは、

と表現される。
５．全体の受信パターンは、所定の読み出し勾配方向において

と示される受信器周波数応答の効果を含むこともできる。 For a better understanding of the relevant principles, first review
1. Each position of the patient

Several position-dependent tissue properties are known (all data on proton density, T1, T2, flow, diffusion ...).
2. Each position of the patient

Sensitivity pattern of local coil LC _i

Can be obtained. For coupling to the global coil

There may be a dependency on, but this is ignored here.
3. The pattern of all coils (global or local, transmit or receive) can be affected by dielectric resonance, especially in main magnetic fields above 3T. This effect can be regarded as purely multiplicative with respect to the coil sensitivity of all coils, and is an effect that depends only on the patient and the position in the patient and is therefore dependent on the coil or coil position. It is assumed not to. For a main magnetic field of 1.5 T, the effect can be ignored. Dielectric resonance effect is

Indicated by Each coil is actually sensitive

I see".
4). The global coil also has a sensitivity pattern that is approximated to be independent of the patient's actual position within the magnet frame (except of the explicitly accounted for dielectric resonance effect). This sensitivity pattern is

It is expressed.
5. The overall reception pattern is determined in the predetermined readout gradient direction.

The effect of the receiver frequency response indicated as

所定の測定タイプに対して、横向き磁化（transverse magnetisation）は、送信パターン−即ち大域コイルが使用される場合の磁石座標系９における位置−、及び組織性質−即ち患者座標系３における位置−の両方に依存する非線形効果である。これは非常に扱うのが難しいので、近似が必要であり、これは非常に小さな先端角度（およそ５度以下）を持つＦＦＥ測定を使用することにより達成されることができる。この場合、前記横向き磁化は、

として近似されることができ、ここで

は、所定の測定に対する組織性質である“スピン密度”関数である（提案されている場合には、主に陽子密度に依存する）。αは

に比例するように近似された前記先端角度である。 For a given measurement type, the transverse magnetisation is both a transmission pattern-i.e. a position in the magnet coordinate system 9 when a global coil is used-and a tissue property-i.e. a position in the patient coordinate system 3-. This is a nonlinear effect that depends on. Since this is very difficult to handle, an approximation is necessary, which can be achieved by using FFE measurements with very small tip angles (approximately 5 degrees or less). In this case, the transverse magnetization is

Can be approximated as

Is a “spin density” function that is a tissue property for a given measurement (in the proposed case it depends mainly on the proton density). α is

The tip angle approximated to be proportional to.

問題点
後でより詳しく記載される提案された方法の再構成に対して、理想的には

の全ての情報を知りたい（しかしながら最後の１つは重要ではない）。

の値は事前に知られていると仮定され、

の値は（少なくとも原理的には）較正測定の関心のある結果ではない。 Against reconstruction of the proposed method problems described in more detail below, ideally

I want to know all the information (but the last one is not important).

Is assumed to be known in advance,

The value of (at least in principle) is not an interesting result of the calibration measurement.

この問題点は、これら全てのパラメータが測定されるわけではないことである。所定の台位置

に対し、以下の値、即ち、
−前記局所コイルからの信号：

−前記大域コイルからの信号：

が測定される。
これら２つの信号の単純な商は、

となり、これは、

が一様でない場合に、直接的には役に立たない。 The problem is that not all these parameters are measured. Predetermined platform position

For the following values:
The signal from the local coil:

The signal from the global coil:

Is measured.
The simple quotient of these two signals is

And this is

If is not uniform, it is not directly useful.

第１の解決策
前記大域コイルのパターンは、既知であると仮定される（少なくとも１つ）。実際には、前記関数はロード依存である可能性があるが、これは、感度関数の較正されたロード依存性が存在し、前記ロードが容易に測定されることができるという事実により克服されることができる。 First Solution The global coil pattern is assumed to be known (at least one). In practice, the function may be load dependent, but this is overcome by the fact that there is a calibrated load dependency of the sensitivity function and the load can be easily measured. be able to.

複数の離散的な基準走査セグメントが収集される。このようなセグメントの間に、前記台は静止している。各セグメントは結果として完全な“画像”を生じる。この場合、前記台は、複数のセグメントにわたり、したがって

の複数の異なる値に対して進められる。

の情報はマトリクス

を計算することを可能にする。数学的に、各セグメントは、

の全範囲にわたり結果を与えるが、実際には、各セグメントは、全ての

の部分範囲にわたってのみ正確な結果を提供する。これらの部分的に重複する範囲は、最小二乗フィッティングを使用して結合されることができ、結果として

の完全なマップを生じる。 A plurality of discrete reference scan segments are collected. During such a segment, the platform is stationary. Each segment results in a complete “image”. In this case, the platform spans multiple segments and is therefore

Is advanced for a number of different values.

Information is a matrix

Makes it possible to calculate Mathematically, each segment is

Results in the entire range, but in practice, each segment

Provide accurate results only over a sub-range. These partially overlapping ranges can be combined using least square fitting, and as a result

Produces a complete map of

第２の解決策
３次元測定は、周波数符号化が前記台運動方向−ｚ方向に平行になるように適応される。サンプリング帯域幅は、この方向において非常に高い。他の２つの方向は位相符号化であり、一方は台運動と比較して“速い”。“遅い”位相符号化方向はｋ_yと称される。患者座標系９において、主磁石４は前記患者に対してゆっくりと移動する。前記磁石の運動中に、プロファイルが、線形に増加するｋ_yに対して収集される。図３において、ラインセグメント１３は、主磁石４の一様体積により検出される患者１の部分を示す。 The second solution 3D measurement is adapted so that the frequency coding is parallel to the table motion direction-z direction. The sampling bandwidth is very high in this direction. The other two directions are phase encoding, and one is “fast” compared to table motion. "Slow" phase encoding direction is referred to as k _y. In the patient coordinate system 9, the main magnet 4 moves slowly with respect to the patient. During movement of the magnet, the profile is collected for k _y linearly increasing. In FIG. 3, the line segment 13 shows the part of the patient 1 detected by the uniform volume of the main magnet 4.

Ｌは、主磁石４が位相符号化プロファイルの完全なセットに対してカバーする距離である。前記台の速度は、Ｌが最大で前記一様体積の半分−しかしそれ以下（例えば１／４）が好ましい−であるように整えられる。図３においてＬは１／２に選択される。結果は、プロファイルが主磁石４の少なくとも２つの異なる位置（ここで無視される外縁領域を除く）に対してサンプリングされることになる。例えば、プロファイルｋ_yは、変位

及び変位

の両方に対して測定されている。これは、主磁石４が位置

（この値が

と

との間にある限り）にある場合に測定された前記プロファイルを近似することを可能にする。これは、補間法（例えば、２つのプロファイルが利用可能な場合には線形補間、又は４つのプロファイルが存在する場合には三次スプライン）により行われることができる。これはプロファイルごとに行われることができ、磁石オフセット

における感度較正測定の完全な再構成を可能にする。 L is the distance that the main magnet 4 covers for a complete set of phase encoding profiles. The speed of the pedestal is adjusted so that L is maximum and half of the uniform volume-but less (eg 1/4) is preferred. In FIG. 3, L is selected to be 1/2. The result is that the profile is sampled for at least two different positions of the main magnet 4 (except for the outer edge region which is ignored here). For example, the profile k _y, the displacement

And displacement

Measured against both. This is because the main magnet 4 is located

(This value is

When

It is possible to approximate the measured profile as long as it is between. This can be done by interpolation (eg, linear interpolation if two profiles are available, or cubic spline if there are four profiles). This can be done per profile, and magnet offset

Allows a complete reconstruction of the sensitivity calibration measurement.

しかしながら、これは、

の如何なる値に対しても行われることができる。この原理は、
−前記局所コイルからの信号：

と、
−前記大域コイルからの信号：

と、
を収集することを可能にする。
これは、“問題点”セクションとは反対に、

の１つの値だけでなく、全ての値に対して当てはまる。これは、
−前記局所コイルからの信号を

及び

に分離し、
−前記大域コイルからの信号を

及び

に分離する
ことを可能にする。
これは、

及び

の算出を可能にする。実際には、Ｆが既知である場合、

も算出されることができるが、不幸なことに誘電共振

は算出されることができないが、これは結果に対して重要ではない。 However, this

Can be done for any value of This principle is
The signal from the local coil:

When,
The signal from the global coil:

When,
Makes it possible to collect.
This is contrary to the “problem” section,

This applies to all values, not just one value. this is,
-The signal from the local coil

as well as

Separated into
-The signal from the global coil

as well as

Makes it possible to separate.
this is,

as well as

Enables the calculation of. In fact, if F is known,

Can also be calculated, but unfortunately dielectric resonance

Cannot be calculated, but this is not important to the result.

実際のデータの受信及び再構成
セクション“本発明の基本アイデア”において、データの受信及び再構成は、大いに説明されている。前記データは、プロファイル間の比較的大きなステップを使用して収集され、結果として（名目上）小さな“折り返し体積（folding volume）”、即ちたくさんの折り返し（folding）を生じる。非カーテシアン・シーケンス（non-cartesian sequences）に対して、これは、データが比較的まばらにサンプリングされることを意味する。ｋ空間の全範囲が１走査状況（scan situation）の間に収集され、１走査状況の間の変位は前記一様体積の一部（例えば１／３）である。入力サンプルは、

の非常に独特な値で収集される。これは、入力データのサンプルごとに

を乗算することにより考慮に入れられる。ここで、Ｔは、患者座標から斜め走査（oblique scan）に関連する走査座標への座標変換である。この演算は、たとえ前記一様体積のかなり外であっても、前記収集されたデータを前記患者の中心に“移動”する。明らかに、プロファイルごとに固定された

で補正することにより単純化することができる。 In the actual data reception and reconstruction section “Basic Ideas of the Present Invention”, data reception and reconstruction is greatly explained. The data is collected using relatively large steps between the profiles, resulting in a (nominal) small “folding volume”, ie a lot of folding. For non-cartesian sequences, this means that the data is sampled relatively sparsely. The entire range of k-space is collected during a scan situation, and the displacement during a scan situation is part of the uniform volume (eg 1/3). The input sample is

Collected with very unique values. This is done for each sample of input data

Is taken into account by multiplying by. Here, T is a coordinate transformation from patient coordinates to scan coordinates associated with an oblique scan. This operation “moves” the collected data to the center of the patient, even well outside the uniform volume. Obviously fixed per profile

It can be simplified by correcting with.

前記走査状況は、平均オフセット

において収集された。これは、
−当該状況に対する送信プロファイル：

と、
−同様に大域コイル受信プロファイルと、
−同様に当該状況に対する周波数応答関数と、
を推定することに関連する。 The scanning situation is the average offset

Collected in this is,
-Transmission profile for the situation:

When,
-Similarly, the global coil reception profile,
-Similarly the frequency response function for the situation,
Related to estimating.

励起プロファイル及びプリサチュレーションプロファイルは、前記患者座標系に対して固定され、即ち主磁石４から見ると台２と共に移動する。したがって、これらは

において既知である。局所コイルプロファイルも

において既知である（較正セクション参照）。これらの全てのコイルプロファイルは、各コイルに対する全体的な受信パターンに増やされることができる。全体として、Ｋの受信状況が存在する場合、情報はＫ・(Ｉ＋Ｊ)の受信インスタンスに集められている。各インスタンスは異なる全体的な受信パターンを持つ。これは、患者１全体に対してＫ・(Ｉ＋Ｊ)より少ない折り返された点が存在する場合に、ＳＥＮＳＥのような再構成を可能にする。原理的に、この収集は全ての受信状況に対して同じままである。改良として、位相符号化が少量だけオフセットされることができる。これは、他の全ての述べられた符号化の上に追加の位相符号化を与え、ＳＥＮＳＥ再構成の安定性を向上する。 The excitation profile and pre-saturation profile are fixed with respect to the patient coordinate system, i.e. move with the platform 2 when viewed from the main magnet 4. So these are

Is known. Local coil profile

(See calibration section). All these coil profiles can be augmented to an overall reception pattern for each coil. Overall, if there are K reception situations, the information is collected in K · (I + J) reception instances. Each instance has a different overall reception pattern. This allows a reconstruction like SENSE when there are fewer folded points than K · (I + J) for the entire patient 1. In principle, this collection remains the same for all reception situations. As an improvement, the phase encoding can be offset by a small amount. This provides additional phase encoding over all other described encodings and improves the stability of the SENSE reconstruction.

幾何学的補正
上の推論の全てが完全に線形の勾配システムを仮定している。

の台変位は、（ａ）広範囲で上のように処理されている異なる重み付け、及び（ｂ）サンプルに対する

の位相修正を生じると仮定する。不幸なことに、幾何学的歪は、他の重大な複雑にする要素である。オフセット

で収集された画像は、たとえ全ての重み付け及び変位

が計上されたとしても、オフセット

で収集された画像と比較される場合に幾何学的に歪んでいる。 All of the geometric correction inferences assume a perfectly linear gradient system.

Table displacements are: (a) different weightings that have been processed extensively as above, and (b) for samples

Is assumed to result in a phase correction of Unfortunately, geometric distortion is another significant complicating factor. offset

The images collected at are all weighted and displaced

Offset even if

Are geometrically distorted when compared to images collected at

この問題は、前記励起及び送信プロファイルが大きくなる傾向にある場合に前記歪が小さくなる傾向にあるので、解決されることができる。これは、（ａ）幾何学的に非一様な領域に多すぎる励起が存在しないようにシーケンスを作成することにより、及び（ｂ）これらの領域において低い送信感度を持つシステムを設計することにより果たされることができる。この解決策は、反復的再構成であり、この説明は図４に視覚的に与えられる。主要なアイデアは、基本的に、初めに幾何学的歪の存在を無視することにより結果画像を再構成することである。この結果について、全ての画像領域は、走査状況が存在するだけ多くの方向に歪まされる。歪んでいないバージョンを減算した歪んだバージョンは、“折り返し歪誤差”の推定値を与える。最終画像に対する受信インスタンスの寄与（又は重み）が既知である場合、前記折り返し歪誤差の推定値はこの結果から抽出されることができる。 This problem can be solved because the distortion tends to decrease when the excitation and transmission profiles tend to increase. This is due to (a) creating sequences so that there are not too many excitations in geometrically non-uniform regions, and (b) designing systems with low transmission sensitivity in these regions. Can be fulfilled. This solution is an iterative reconstruction and this explanation is given visually in FIG. The main idea is basically to reconstruct the resulting image by first ignoring the presence of geometric distortion. For this result, all image areas are distorted in as many directions as there are scanning conditions. The distorted version obtained by subtracting the undistorted version gives an estimate of the “folding distortion error”. If the received instance's contribution (or weight) to the final image is known, an estimate of the aliasing error can be extracted from this result.

図４（ａ）において、概略的には異なる位置において２つの部分、即ちブロック１６として示される第１部分及び心臓１７として示される第２部分からなる非常に単純化された患者１５が描かれている。図４（ｂ）は、ブロック１６が主として前記主磁石の中心にあり、心臓１８がより離れており、したがって歪んでいるときの撮像を示す。図４（ｃ）に示されるように、歪んだ心臓１８は、アンダーサンプリングによりブロック１６に折り重なる。まだ、心臓１８は、より低い励起を見たので、より薄れている。図４（ｄ）による他の受信状況において、心臓１７は主磁石４の中心にあり、ブロック１９はより離れており、したがって歪んでいる。アンダーサンプリングにより、これは、図４（ｅ）に示されるような受信状況で測定される。したがって、図４（ｃ）及び図４（ｅ）で画像が実際に測定され、図４（ｆ）は、図４（ｃ）及び図４（ｅ）の２つの線形結合からなるＳＥＮＳＥ展開（unfolding）の後の結果を示す。これは不完全であり、例えば右の部分は、ブロック１６と、減算されていない心臓１８と、“間違って減算された”心臓１７（破線）と、２次の誤差（点線）とからなる。図４（ｇ）には、（ｆ）が可能である条件下の（ｂ）と同じ様式の意図的な歪が示される。図４（ｈ）は、（ｆ）の一部分が折り返された対の部分から減算され、（ｇ）の一部が加算され、結果として２次アーチファクトのみを生じる最終結果を示す。 In FIG. 4 (a) a very simplified patient 15 is depicted, consisting of two parts, schematically shown at different positions, a first part shown as block 16 and a second part shown as heart 17. Yes. FIG. 4 (b) shows the imaging when the block 16 is primarily in the center of the main magnet and the heart 18 is more distant and thus distorted. As shown in FIG. 4C, the distorted heart 18 folds over the block 16 due to undersampling. Still, the heart 18 is thinner because it saw lower excitation. In the other reception situation according to FIG. 4 (d), the heart 17 is in the center of the main magnet 4 and the block 19 is more distant and therefore distorted. Due to undersampling, this is measured in a reception situation as shown in FIG. Therefore, the images are actually measured in FIG. 4C and FIG. 4E, and FIG. 4F shows the SENSE unfolding (unfolding) consisting of the two linear combinations of FIG. 4C and FIG. ) Shows the results after. This is incomplete, for example, the right part consists of block 16, the heart 18 that has not been subtracted, the "wrongly subtracted" heart 17 (dashed line), and the second order error (dotted line). FIG. 4 (g) shows an intentional distortion in the same manner as (b) under conditions where (f) is possible. FIG. 4 (h) shows the final result where part of (f) is subtracted from the folded pair part and part of (g) is added, resulting in only secondary artifacts.

本発明が使用される磁気共鳴撮像システムを概略的に示す。1 schematically illustrates a magnetic resonance imaging system in which the present invention is used. 収集スキームの例を示す。An example of a collection scheme is shown. 可動台を用いるｋ空間における収集スキームを示す。A collection scheme in k-space using a movable platform is shown. 本発明の説明に対する単純化された表示を示す。Fig. 4 shows a simplified display for the description of the invention.

Claims

磁気共鳴撮像装置の主磁場の制限された一様領域においてサンプリングされた複数の信号から対象の画像を形成する磁気共鳴撮像方法であって、台の上に配置された患者が、主磁石の孔を通って連続的に移動され、前記患者の所定領域のスピンが送信アンテナからの励起パルスにより励起され、これにより画像が前記制限された領域を大きく越える領域にわたり形成される方法において、前記データが、前記患者の励起された領域内の維持された磁化及びプリサチュレーション条件を持つ時間の連続した測定のブロックとして定義されている複数の受信状況において少なくとも１つの受信アンテナを用いて前記制限された領域でアンダーサンプリングされ、前記アンダーサンプリングによる折り返しアーチファクトが、前記受信アンテナの感度パターン及び／又は前記受信状況を決定する選択された要素の性質を用いて展開されることを特徴とする方法。 A magnetic resonance imaging method for forming an image of a target from a plurality of signals sampled in a uniform region of a main magnetic field of a magnetic resonance imaging apparatus, wherein a patient placed on a table has a hole in a main magnet In which the spin of a predetermined region of the patient is excited by an excitation pulse from a transmitting antenna, whereby an image is formed over a region that greatly exceeds the restricted region. The limited region using at least one receive antenna in a plurality of reception situations, defined as a block of time continuous measurement with sustained magnetization and pre-saturation conditions in the excited region of the patient Under-sampling, and aliasing artifacts due to under-sampling Method characterized in that the expansion patterns and / or by using the nature of the selected element to determine the reception status.

前記折り返しアーチファクトが、前記選択された要素として励起プロファイルを用いて展開されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。 The method of claim 1, wherein the folding artifact is developed using an excitation profile as the selected element.

前記折り返しアーチファクトが、前記選択された要素として磁化プロファイル及びプリサチュレーションプロファイルを用いて展開されることを特徴とする、請求項１又は２に記載の方法。 The method according to claim 1 or 2, characterized in that the folding artifact is developed using a magnetization profile and a pre-saturation profile as the selected element.

前記折り返しアーチファクトが、前記選択された要素として前記受信器の周波数応答パターンを用いて展開されることを特徴とする、請求項１ないし３のいずれか一項に記載の方法。 4. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the folding artifact is developed using the frequency response pattern of the receiver as the selected element.

前記制限された領域内のデータのサンプリング中に、前記台が、多くとも前記制限された領域のサイズの半分にわたり移動されることを特徴とする、請求項１ないし４のいずれか一項に記載の方法。 5. The method according to claim 1, wherein during the sampling of data in the restricted area, the platform is moved over at most half the size of the restricted area. the method of.

前記主磁石システムに対して固定された関係で配置された少なくとも１つの大域受信アンテナが設けられ、前記台上の前記患者に対して固定された関係で配置された複数の局所受信アンテナが設けられることを特徴とする、請求項１ないし５のいずれか一項に記載の方法。 At least one global receive antenna arranged in a fixed relationship to the main magnet system is provided, and a plurality of local receive antennas arranged in a fixed relationship to the patient on the table A method according to any one of claims 1 to 5, characterized in that

基準走査が、前記受信アンテナの感度パターンを得るために与えられることを特徴とする、請求項１ないし６のいずれか一項に記載の方法。 7. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that a reference scan is provided in order to obtain a sensitivity pattern of the receiving antenna.

前記データが、前記制限された領域の異なる台位置における複数の離散的な基準走査セグメントにおいて収集され、各基準走査中に前記台が静止しており、前記基準走査により得られた前記データから前記局所コイルの感度パターンが計算されることを特徴とする、請求項７に記載の方法。 The data is collected in a plurality of discrete reference scan segments at different table positions in the restricted area, the table being stationary during each reference scan, and from the data obtained by the reference scan 8. The method according to claim 7, characterized in that a local coil sensitivity pattern is calculated.

前記台が、ｋ空間の走査時間に対する前記主磁石の前記一様領域の半分より低い速度で移動され、前記ｋ空間が、行ごとに連続的に走査され、前記局所コイルの感度プロファイルが、異なる台位置における測定されたプロファイルの補間により計算されることを特徴とする、請求項７又は８に記載の方法。 The platform is moved at a speed lower than half of the uniform area of the main magnet with respect to the scan time of k-space, the k-space is continuously scanned row by row, and the sensitivity profiles of the local coils are different. 9. A method according to claim 7 or 8, characterized in that it is calculated by interpolation of the measured profile at the table position.

前記サンプリングされたデータは、大部分でサンプリングされた前記データにおいて、前記主磁石の中心でサンプリングされた前記データ上に折り込む前記主磁石の中心のオフセットが、歪んでいない画像が再構成され、折り込み画像から減算されるように故意に歪まされることにより、反復的に再構成されることを特徴とする、請求項１ないし９のいずれか一項に記載の方法。 As for the sampled data, in the data sampled mostly, the offset of the center of the main magnet that is folded on the data sampled at the center of the main magnet is reconstructed so that the image is not distorted. 10. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that it is reconstructed iteratively by deliberately being distorted to be subtracted from the image.

複数の信号からＭＲ画像を得る磁気共鳴撮像装置において、
主磁石と、
前記患者の所定領域のスピンを励起する送信アンテナと、
主磁場の制限された一様領域において複数の信号をサンプリングする少なくとも１つの受信アンテナと、
患者を支える台と、
前記主磁石の孔を通って前記台を連続的に移動する手段と、
基準点に対する連続的に移動する前記台の位置に前記送信アンテナの周波数プロファイル及び前記受信アンテナの周波数プロファイルを適合する手段と、
前記患者の励起された領域における維持された磁化及びプリサチュレーション条件を持つ時間の連続した測定のブロックとして定義される所定の受信状況において前記制限された領域内でデータをサンプリングする手段と、
前記受信アンテナの感度パターン及び／又は前記受信状況を決定する選択された要素の性質を用いてアンダーサンプリングによる折り返しアーチファクトを展開する手段と、
を有する装置。 In a magnetic resonance imaging apparatus for obtaining MR images from a plurality of signals,
A main magnet;
A transmitting antenna that excites spins of a predetermined region of the patient;
At least one receiving antenna for sampling a plurality of signals in a limited uniform region of the main magnetic field;
A platform to support the patient,
Means for continuously moving the platform through a hole in the main magnet;
Means for adapting the frequency profile of the transmitting antenna and the frequency profile of the receiving antenna to the position of the stage that moves continuously with respect to a reference point;
Means for sampling data within the limited region in a predetermined reception situation defined as a block of time continuous measurements with sustained magnetization and presaturation conditions in the excited region of the patient;
Means for developing aliasing artifacts due to undersampling using a sensitivity pattern of the receiving antenna and / or a property of a selected element that determines the reception situation;
Having a device.

前記主磁石システムに対して固定された関係で配置された少なくとも１つの大域受信アンテナと、前記台上の前記患者に対して固定された関係で配置された複数の局所受信アンテナとを更に有する、請求項１１に記載の装置。 And further comprising at least one global receive antenna disposed in a fixed relationship with respect to the main magnet system and a plurality of local receive antennas disposed in a fixed relationship with respect to the patient on the table. The apparatus of claim 11.

磁気共鳴方法を用いて画像を形成するコンピュータ使用可能媒体に記憶されたコンピュータプログラムにおいて、
主磁石により主磁場を作成するステップと、
送信アンテナにより前記患者の所定領域のスピンを励起するステップと、
少なくとも１つの受信アンテナにより前記主磁場の制限された一様領域で複数の信号をサンプリングするステップと、
患者を支える台を前記主磁石の孔を通って連続的に移動するステップと、
基準点に対する連続的に移動する前記台の位置に前記送信アンテナの周波数プロファイル及び前記受信アンテナの周波数プロファイルを適合するステップと、
前記患者の励起された領域における維持された磁化及びプリサチュレーション条件を持つ時間の連続した測定のブロックとして定義される所定の受信状況において前記制限された領域でデータをアンダーサンプリングするステップと、
前記受信アンテナの感度パターン及び／又は前記受信状況を決定する選択された要素の性質を用いて前記アンダーサンプリングによる折り返しアーチファクトを展開するステップと、
をコンピュータに制御させるコンピュータ読取可能プログラム手段を有するコンピュータプログラム。 In a computer program stored on a computer usable medium for forming an image using a magnetic resonance method,
Creating a main magnetic field with a main magnet;
Exciting a spin of a predetermined region of the patient with a transmitting antenna;
Sampling a plurality of signals in a limited uniform region of the main magnetic field with at least one receiving antenna;
Continuously moving the platform supporting the patient through the hole in the main magnet;
Adapting the frequency profile of the transmitting antenna and the frequency profile of the receiving antenna to the position of the platform that moves continuously with respect to a reference point;
Undersampling data in the limited region in a predetermined reception situation defined as a block of time continuous measurements with sustained magnetization and pre-saturation conditions in the excited region of the patient;
Unfolding aliasing artifacts due to the undersampling using a sensitivity pattern of the receiving antenna and / or a property of a selected element that determines the reception situation;
A computer program comprising computer readable program means for controlling a computer.